JP2866968B2 - 核磁気共鳴画像診断装置 - Google Patents
核磁気共鳴画像診断装置Info
- Publication number
- JP2866968B2 JP2866968B2 JP1243936A JP24393689A JP2866968B2 JP 2866968 B2 JP2866968 B2 JP 2866968B2 JP 1243936 A JP1243936 A JP 1243936A JP 24393689 A JP24393689 A JP 24393689A JP 2866968 B2 JP2866968 B2 JP 2866968B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- gradient
- magnetic field
- warp
- subject
- pulse
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、２次元または３次元の画像取得の際にワー
プ勾配磁場を印加すべき軸（例えば、２次元画像の場合
はワープ軸、３次元画像の場合はワープ軸とスライス
軸）の方向に流速成分を有する流れ部分（血液、脳髄液
等）からMR信号を収集するときに生じる、前記方向への
流れ部分の位置ずれを補正しうる核磁気共鳴画像診断装
置に関する。
プ勾配磁場を印加すべき軸（例えば、２次元画像の場合
はワープ軸、３次元画像の場合はワープ軸とスライス
軸）の方向に流速成分を有する流れ部分（血液、脳髄液
等）からMR信号を収集するときに生じる、前記方向への
流れ部分の位置ずれを補正しうる核磁気共鳴画像診断装
置に関する。
（従来の技術） 核磁気共鳴画像診断装置は、一様な静磁場をつくる静
磁場コイル及びスライス方向、ワープ方向、リード方向
の各方向に、各直線勾配を持つ磁場を作る勾配磁場コイ
ルからなる磁石部、該磁石部で形成される磁場内に設置
する被検体にRFパルスを加え、被検体からのMR信号を検
出する送・受信部、該送・受信部及び前記磁石部の動作
を制御したり、検出データの処理をして画像表示する計
算機を中心とした制御画像処理部を有している。
磁場コイル及びスライス方向、ワープ方向、リード方向
の各方向に、各直線勾配を持つ磁場を作る勾配磁場コイ
ルからなる磁石部、該磁石部で形成される磁場内に設置
する被検体にRFパルスを加え、被検体からのMR信号を検
出する送・受信部、該送・受信部及び前記磁石部の動作
を制御したり、検出データの処理をして画像表示する計
算機を中心とした制御画像処理部を有している。
次に上記のように構成された核磁気共鳴画像診断装置
の下でフィールド・エコーパルスシークエンス及びスピ
ン・エコーパルスシークエンスにより２次元画像取得の
際に行われる動作の説明を行なう。まず、静磁場コイル
により所定の空間に所定強度の静磁場が形成される。一
方、制御画像処理部の制御の下で、送・受信部は、第４
図に示すようなフィールド・エコー法による選択励起パ
ルスシークエンス（α゜パルスを所定のタイミングで発
生するシークエンス。第４図（イ）参照）及びフーリエ
変換法による勾配磁場シークエンス（スライス方向、ワ
ープ方向、リード方向勾配磁場を所定のタイミングで発
生するシークエンス。第４図（ロ）（ハ）（ニ）参照）
を出力し、リード勾配の下で検出されたMR信号（第４図
（ホ）参照）は制御画像処理部で処理され、画像表示さ
れる。
の下でフィールド・エコーパルスシークエンス及びスピ
ン・エコーパルスシークエンスにより２次元画像取得の
際に行われる動作の説明を行なう。まず、静磁場コイル
により所定の空間に所定強度の静磁場が形成される。一
方、制御画像処理部の制御の下で、送・受信部は、第４
図に示すようなフィールド・エコー法による選択励起パ
ルスシークエンス（α゜パルスを所定のタイミングで発
生するシークエンス。第４図（イ）参照）及びフーリエ
変換法による勾配磁場シークエンス（スライス方向、ワ
ープ方向、リード方向勾配磁場を所定のタイミングで発
生するシークエンス。第４図（ロ）（ハ）（ニ）参照）
を出力し、リード勾配の下で検出されたMR信号（第４図
（ホ）参照）は制御画像処理部で処理され、画像表示さ
れる。
第５図は制御画像処理部の制御の下で、送・受信部か
ら出力されるスピン・エコーパルスシークエンスを示し
たものである。この方法において第４図の場合と異なる
のは、ディフェーズ勾配の極性を反転して、180゜パル
スによりエコーを形成している点である。
ら出力されるスピン・エコーパルスシークエンスを示し
たものである。この方法において第４図の場合と異なる
のは、ディフェーズ勾配の極性を反転して、180゜パル
スによりエコーを形成している点である。
ところが被検体内に流れ部分が存在するときに、ワー
プ方向に流速成分があると、流れ部分がワープ方向に位
置ずれを生じてしまう。これは第６図に示すようにｔ＝
t0でワープ方向に勾配が印加され、位置に応じた位相情
報（フェーズエンコード量）が与えられてからMR信号の
エコーセンター（ｔ＝TE）までに時間遅れがあり、その
間に流れ部分が移動するためである。即ち、エコーセン
ター（ｔ＝TE）では流れ部分が持つ位相φがその流れ部
分がｔ＝TEの時の座標Ｘ（TE）に位置する静止部分が本
来持つべき位相βと異なるため、その位相差β−φに比
例してワープ方向に位置ずれを生じる（３次元画像では
スライス方向にも流れ部分の位置ずれを生じる）。そこ
でこの位置ずれを抑えるために従来では、上記シークエ
ンスにおけるエコーセンターまでの時間TEを短く設定
し、収集されたMR信号から、指定された流れ部分をも含
む画像を得ていた。
プ方向に流速成分があると、流れ部分がワープ方向に位
置ずれを生じてしまう。これは第６図に示すようにｔ＝
t0でワープ方向に勾配が印加され、位置に応じた位相情
報（フェーズエンコード量）が与えられてからMR信号の
エコーセンター（ｔ＝TE）までに時間遅れがあり、その
間に流れ部分が移動するためである。即ち、エコーセン
ター（ｔ＝TE）では流れ部分が持つ位相φがその流れ部
分がｔ＝TEの時の座標Ｘ（TE）に位置する静止部分が本
来持つべき位相βと異なるため、その位相差β−φに比
例してワープ方向に位置ずれを生じる（３次元画像では
スライス方向にも流れ部分の位置ずれを生じる）。そこ
でこの位置ずれを抑えるために従来では、上記シークエ
ンスにおけるエコーセンターまでの時間TEを短く設定
し、収集されたMR信号から、指定された流れ部分をも含
む画像を得ていた。
（発明が解決しようとする課題） しかしTEを短く設定すると、T2緩和時間の効果を強調
した画像が得られなくなるばかりでなく、SNRが悪くな
ってしまうという問題があった。
した画像が得られなくなるばかりでなく、SNRが悪くな
ってしまうという問題があった。
本発明は上記の点に鑑みてなされたものであり、その
目的は、２次元または３次元の画像取得の際にワープ勾
配磁場を印加すべき軸の方向に流速成分を有する流れ部
分（血液、脳髄液等）からMR信号を収集するときに生じ
る、前記方向への流れ部分の位置ずれを補正しうる核磁
気共鳴画像診断装置を実現することである。
目的は、２次元または３次元の画像取得の際にワープ勾
配磁場を印加すべき軸の方向に流速成分を有する流れ部
分（血液、脳髄液等）からMR信号を収集するときに生じ
る、前記方向への流れ部分の位置ずれを補正しうる核磁
気共鳴画像診断装置を実現することである。
（課題を解決するための手段） 本発明は、上記目的を達成するために、パルスシーク
エンス実行手段が、２次元または３次元の画像取得の際
にワープ勾配磁場を印加すべき軸の方向に流速成分を有
する被検体に対して印加されるべき前記ワープ勾配磁場
が、MR信号エコーセンターで を満足するように調節するものであることを特徴とす
る。
エンス実行手段が、２次元または３次元の画像取得の際
にワープ勾配磁場を印加すべき軸の方向に流速成分を有
する被検体に対して印加されるべき前記ワープ勾配磁場
が、MR信号エコーセンターで を満足するように調節するものであることを特徴とす
る。
ただし式中γ：磁気回転比、 TE:90゜パルスにより被検体を励起してからMR信号エコ
ーセンターまでの時間、 Ｇ（ｔ）：時刻ｔにおけるワープ勾配を挿入した軸の磁
場、 Ｘ（ｔ）：時刻ｔにおける流れ部分の位置、 φ0:フェーズエンコード量の１単位量、 K:エンコードの番号、 δ：ワープ勾配のほかに一定の固定勾配（例えば３次元
画像所得の際のスライス勾配）が加えられた場合に、そ
れに依存する定数である。
ーセンターまでの時間、 Ｇ（ｔ）：時刻ｔにおけるワープ勾配を挿入した軸の磁
場、 Ｘ（ｔ）：時刻ｔにおける流れ部分の位置、 φ0:フェーズエンコード量の１単位量、 K:エンコードの番号、 δ：ワープ勾配のほかに一定の固定勾配（例えば３次元
画像所得の際のスライス勾配）が加えられた場合に、そ
れに依存する定数である。
（作用） ワープ勾配磁場を変形して流れ部分のみ先を見越して
フェーズエンコードし、エコーセンターにおいて流れ部
分の持つ位相φをその流れ部分がｔ＝TEの時の座標Ｘ
（TE）に位置する静止部分が本来持つべき位相βと一致
するようにすることにより、流れ部分の位置ずれを補正
することができる。
フェーズエンコードし、エコーセンターにおいて流れ部
分の持つ位相φをその流れ部分がｔ＝TEの時の座標Ｘ
（TE）に位置する静止部分が本来持つべき位相βと一致
するようにすることにより、流れ部分の位置ずれを補正
することができる。
（実施例） 始めに本発明の実施例の説明に入る前に、原理につい
て説明する。
て説明する。
エコーセンターにおいて流れ部分の持つ位相φをその
流れ部分がｔ＝TEの時の座標Ｘ（TE）に位置する静止部
分が本来持つべき位相βと等しくするには、ワープ勾配
を変形して流れ部分のみ先を見越してフェーズエンコー
ドし、エコーセンターにおいて流れ部分が持つ位相φを
その流れ部分がｔ＝TEの時の座長Ｘ（TE）に位置する静
止部分が本来持つべき位相βと一致するようにすれば良
い。そこでワープ勾配をＧ（ｔ）とし、流れ部分の座標
Ｘ（ｔ）が時間の級数展開で現すことができると仮定す
る。
流れ部分がｔ＝TEの時の座標Ｘ（TE）に位置する静止部
分が本来持つべき位相βと等しくするには、ワープ勾配
を変形して流れ部分のみ先を見越してフェーズエンコー
ドし、エコーセンターにおいて流れ部分が持つ位相φを
その流れ部分がｔ＝TEの時の座長Ｘ（TE）に位置する静
止部分が本来持つべき位相βと一致するようにすれば良
い。そこでワープ勾配をＧ（ｔ）とし、流れ部分の座標
Ｘ（ｔ）が時間の級数展開で現すことができると仮定す
る。
Ｘ（ｔ）＝Ｘ（TE）＋Ｖ（ｔ−TE）＋0.5a （ｔ−TE）２＋…… 式中、Ｘ（TE）:t＝TEでの座標 V:t＝TEでの速度 a:t＝TEでの加速度 なのでエコーセンターにてφ＝βとなるには が成立すればよい。
またワープ勾配によりフェーズエンコードされるので となる。ただし、φ０はフェーズエンコード量の１単位
量、Ｋはエンコードの番号、δはワープ勾配のほかに一
定の固定勾配（例えば３次元画像所得の際のスライス勾
配）が加えられた場合に、それに依存する定数である。
量、Ｋはエンコードの番号、δはワープ勾配のほかに一
定の固定勾配（例えば３次元画像所得の際のスライス勾
配）が加えられた場合に、それに依存する定数である。
以上の説明の通り、エコーセンターにおいて流れ部分
の持つ位相φをその流れ部分がｔ＝TEの時の座標Ｘ（T
E）に位置する静止部分が本来持つべき位相βと等しく
するには、式及び式がＶ、ａ、……によらず成り立
つようにワープ勾配を決定すればよい。
の持つ位相φをその流れ部分がｔ＝TEの時の座標Ｘ（T
E）に位置する静止部分が本来持つべき位相βと等しく
するには、式及び式がＶ、ａ、……によらず成り立
つようにワープ勾配を決定すればよい。
次にフィールド・エコー法に基づいて、２次元画像を
取得する場合の具体例を示す（δ＝０）。ここでは、流
れ部分の座標Ｘ（ｔ）を１次近似（Ｘ（ｔ）＝Ｘ（０）
＋Ｖ（ｔ−TE））とし、振幅の異なる２つの半波sin波
で位置ずれ補正を行なうとする（第７図参照）。
取得する場合の具体例を示す（δ＝０）。ここでは、流
れ部分の座標Ｘ（ｔ）を１次近似（Ｘ（ｔ）＝Ｘ（０）
＋Ｖ（ｔ−TE））とし、振幅の異なる２つの半波sin波
で位置ずれ補正を行なうとする（第７図参照）。
式がＶによらず成り立つには、 が必要である。
一方、式より となる。但し、ω＝π/T 従って振幅ｐ、ｑが下式を満たす様にすればよい。
尚、この結果をスピン・エコー法に適用する場合、ワ
ープ勾配を180゜パルス以前にいれるときは、ワープ勾
配の符号を反転すればよい。
ープ勾配を180゜パルス以前にいれるときは、ワープ勾
配の符号を反転すればよい。
以下図面を参照して本発明の実施例について詳細に説
明する。
明する。
第１図は、本発明の一実施例の核磁気共鳴画像診断装
置の構成図である。図において、１は内部に被検体を挿
入するための空間部分を有し、この空間部分を取り巻く
ようにして、被検体に一定の静磁場を印加する静磁場コ
イルと勾配磁場を発生する勾配磁場コイルと被検体内の
原子核スピンを励起するためのRFパルスを与えるRF送信
コイルと被検体からのNMR信号を検出する受信コイル等
が配置されているマグネットアセンブリである。静磁場
コイル、勾配磁場コイル、RF送信コイル、受信コイルは
それぞれ静磁場電源２、勾配磁場駆動回路３、RF電力増
幅器４及び前置増幅器５に接続されている。シークエン
ス記憶回路６は計算機７からの指令に従って、ゲート変
調回路８を操作（所定のタイミングでRF発振回路９のRF
出力信号を変調）し、RFパルス信号をRF電力増幅器４か
らRF送信コイルに印加する。また、シークエンス記憶回
路６は計算機７からの指令に従い、第２図及び第３図に
基づくシークエンス信号によって、勾配磁場駆動回路３
を操作して、スライス方向、ワープ方向、リード方向の
各方向に、それぞれ勾配磁場を供給する。10はRF発振回
路９の出力を参照信号として、前置増幅器５の受信信号
出力を位相検波する位相検波器である。この電力信号は
AD変換器11においてディジタ信号に変換され、計算機７
に入力される。12は計算機７に種々のパルスシークエン
スの実現のための指示及び種々の設定値を入力する為の
操作コンソール、13は計算機７で再構成された画像を表
示する表示装置である。
置の構成図である。図において、１は内部に被検体を挿
入するための空間部分を有し、この空間部分を取り巻く
ようにして、被検体に一定の静磁場を印加する静磁場コ
イルと勾配磁場を発生する勾配磁場コイルと被検体内の
原子核スピンを励起するためのRFパルスを与えるRF送信
コイルと被検体からのNMR信号を検出する受信コイル等
が配置されているマグネットアセンブリである。静磁場
コイル、勾配磁場コイル、RF送信コイル、受信コイルは
それぞれ静磁場電源２、勾配磁場駆動回路３、RF電力増
幅器４及び前置増幅器５に接続されている。シークエン
ス記憶回路６は計算機７からの指令に従って、ゲート変
調回路８を操作（所定のタイミングでRF発振回路９のRF
出力信号を変調）し、RFパルス信号をRF電力増幅器４か
らRF送信コイルに印加する。また、シークエンス記憶回
路６は計算機７からの指令に従い、第２図及び第３図に
基づくシークエンス信号によって、勾配磁場駆動回路３
を操作して、スライス方向、ワープ方向、リード方向の
各方向に、それぞれ勾配磁場を供給する。10はRF発振回
路９の出力を参照信号として、前置増幅器５の受信信号
出力を位相検波する位相検波器である。この電力信号は
AD変換器11においてディジタ信号に変換され、計算機７
に入力される。12は計算機７に種々のパルスシークエン
スの実現のための指示及び種々の設定値を入力する為の
操作コンソール、13は計算機７で再構成された画像を表
示する表示装置である。
以上の構成において、２次元画像を取得の際に、シー
クエンス記憶回路６からの信号によって、第２図に示す
パルスシークエンス信号を発生する。第２図は本発明の
一実施例のパルスシークエンスを示すタイムチャートで
ある。第２図において、リード方向に印加されているリ
ード勾配はエコー信号を観測するためのものである。デ
ィフェーズ勾配は対称なエコーを観測するために、予め
エコーにディレイをかけておくためのものである。ワー
プ方向には、、式に基づいた振幅を有する半波sin
状のワープ勾配（ワープ方向にその都度振幅のことなる
磁場を印加することにより位相情報を与えるためのも
の）が印加されている。その結果、リード勾配の下で検
出されるMR信号に基づいて得られる被検体の画像におい
て、ワープ方向の位置ずれが補正される。スライス方向
に印加されているスライス勾配は特定面内にあるスピン
のみを励起するためのものであり、リフェーズ勾配はス
ライス時に生じた位相差を取り除くためのものである。
RFは静磁場に直角な方向に印加する高周波回転磁場であ
り、α゜パルスを印加し所望のスライス面が選択励起さ
れている。
クエンス記憶回路６からの信号によって、第２図に示す
パルスシークエンス信号を発生する。第２図は本発明の
一実施例のパルスシークエンスを示すタイムチャートで
ある。第２図において、リード方向に印加されているリ
ード勾配はエコー信号を観測するためのものである。デ
ィフェーズ勾配は対称なエコーを観測するために、予め
エコーにディレイをかけておくためのものである。ワー
プ方向には、、式に基づいた振幅を有する半波sin
状のワープ勾配（ワープ方向にその都度振幅のことなる
磁場を印加することにより位相情報を与えるためのも
の）が印加されている。その結果、リード勾配の下で検
出されるMR信号に基づいて得られる被検体の画像におい
て、ワープ方向の位置ずれが補正される。スライス方向
に印加されているスライス勾配は特定面内にあるスピン
のみを励起するためのものであり、リフェーズ勾配はス
ライス時に生じた位相差を取り除くためのものである。
RFは静磁場に直角な方向に印加する高周波回転磁場であ
り、α゜パルスを印加し所望のスライス面が選択励起さ
れている。
第３図は本発明の他の実施例のパルスシークエンスを
示すタイムチャートである。この実施例においては180
゜パルスの前に、式に基づいた振幅を有する半波si
n状のワープ勾配を印加しているのでその極性が反転さ
れており、その結果、リード勾配の下で検出されるMR信
号に基づいて得られる被検体の画像において、ワープ方
向の位置ずれが補正される。
示すタイムチャートである。この実施例においては180
゜パルスの前に、式に基づいた振幅を有する半波si
n状のワープ勾配を印加しているのでその極性が反転さ
れており、その結果、リード勾配の下で検出されるMR信
号に基づいて得られる被検体の画像において、ワープ方
向の位置ずれが補正される。
尚、本発明は上記実施例に限定されるものでなく、特
許請求の範囲内で種々の変形が可能である。例えば、流
れ部分の座標Ｘ（ｔ）は１次近似である必要がなく、必
要に応じて高次までとればよいし、ワープ勾配波形は、
半波sin波形ではなく、どんな波形でも良い。また、本
実施例ではスピン・エコー法及びフィールド・エコー法
によるパルスシークエンスで実施されているが、全ての
パルスシクエンスに適用できる。更に、本実施例では２
次元画像取得の際のワープ勾配磁場について実施されて
いるが、３次元画像取得の際に一般的に行われている３
次元エンコードのためにスライス方向に挿入される３次
元エンコード用ワープ勾配磁場にも適用される。
許請求の範囲内で種々の変形が可能である。例えば、流
れ部分の座標Ｘ（ｔ）は１次近似である必要がなく、必
要に応じて高次までとればよいし、ワープ勾配波形は、
半波sin波形ではなく、どんな波形でも良い。また、本
実施例ではスピン・エコー法及びフィールド・エコー法
によるパルスシークエンスで実施されているが、全ての
パルスシクエンスに適用できる。更に、本実施例では２
次元画像取得の際のワープ勾配磁場について実施されて
いるが、３次元画像取得の際に一般的に行われている３
次元エンコードのためにスライス方向に挿入される３次
元エンコード用ワープ勾配磁場にも適用される。
（発明の効果） 以上の説明の通り、本発明の核磁気共鳴画像診断装置
によれば、ワープ勾配を変形して流れ部分のみ先を見越
してフェーズエンコードし、エコーセンターにおいて流
れ部分が持つ位相φをその流れ部分がｔ＝TE時の座標Ｘ
（TE）に位置する静止部分が本来持つべき位相βと一致
するようにする様にしているため、以下の効果が得られ
る。即ち、 （１）流れ部分の位置ずれを補正することができる。
によれば、ワープ勾配を変形して流れ部分のみ先を見越
してフェーズエンコードし、エコーセンターにおいて流
れ部分が持つ位相φをその流れ部分がｔ＝TE時の座標Ｘ
（TE）に位置する静止部分が本来持つべき位相βと一致
するようにする様にしているため、以下の効果が得られ
る。即ち、 （１）流れ部分の位置ずれを補正することができる。
（２）流れ部分の流速変動によるゴーストを抑圧するこ
とができる。
とができる。
（３）体動による位置ずれ補正及びゴーストを抑圧する
ことができる。
ことができる。
第１図は本発明の一実施例の核磁気共鳴画像診断装置の
構成図、第２図及び第３図は本発明の一実施例のパルス
シークエンスを示すタイムチャート、第４図は公知のフ
ィールド・エコーパルスシークエンスを示すタイムチャ
ート、第５図は公知のスピン・エコーパルスシークエン
スを示すタイムチャート、第６図は流れの影響を説明す
るための図、第７図は本発明の一実施例におけるワープ
方向勾配を決定するための説明図である。 １……マグネットアセンブリ、２……静磁場電源、 ３……勾配磁場駆動回路、４……RF電力増幅器、 ５……前置増幅器、６……シークエンスの記憶回路、 ７……計算機、８……ゲート変調回路、 ９……RF発振回路、10……位相検波器、 11……AD変換器、12……操作コンソール、 13……表示装置、
構成図、第２図及び第３図は本発明の一実施例のパルス
シークエンスを示すタイムチャート、第４図は公知のフ
ィールド・エコーパルスシークエンスを示すタイムチャ
ート、第５図は公知のスピン・エコーパルスシークエン
スを示すタイムチャート、第６図は流れの影響を説明す
るための図、第７図は本発明の一実施例におけるワープ
方向勾配を決定するための説明図である。 １……マグネットアセンブリ、２……静磁場電源、 ３……勾配磁場駆動回路、４……RF電力増幅器、 ５……前置増幅器、６……シークエンスの記憶回路、 ７……計算機、８……ゲート変調回路、 ９……RF発振回路、10……位相検波器、 11……AD変換器、12……操作コンソール、 13……表示装置、
Claims (1)
- 【請求項１】静磁場内に設置された被検体のスライス方
向、ワープ方向、リード方向の各方向に、予め定めたパ
ルスシークエンスに従って勾配磁場及びRFパルスを印加
するパルスシークエンス実行手段と、スライス面からの
MR信号を検出することにより該被検体の画像を得る画像
生成手段とを有する核磁気共鳴画像診断装置において、 前記パルスシークエンス実行手段は、２次元または３次
元の画像取得の際にワープ勾配磁場を印加すべき軸の方
向に流速成分を有する被検体に対して、前記ワープ勾配
磁場がMR信号エコーセンターで を満足するように調節するものであることを特徴とする
核磁気共鳴画像診断装置。 ただし式中γ：磁気回転比、 TE:90゜パルスにより被検体を励起してからMR信号エコ
ーセンターまでの時間、 Ｇ（ｔ）：時刻ｔにおけるワープ勾配を挿入した軸の磁
場、 Ｘ（ｔ）：時刻ｔにおける流れ部分の位置、 φ0:フェーズエンコード量の１単位量、 K:エンコードの番号、 δ：ワープ勾配のほかに一定の固定勾配（例えば３次元
画像所得の際のスライス勾配）が加えられた場合に、そ
れに依存する定数である。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1243936A JP2866968B2 (ja) | 1989-09-20 | 1989-09-20 | 核磁気共鳴画像診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1243936A JP2866968B2 (ja) | 1989-09-20 | 1989-09-20 | 核磁気共鳴画像診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03106340A JPH03106340A (ja) | 1991-05-02 |
| JP2866968B2 true JP2866968B2 (ja) | 1999-03-08 |
Family
ID=17111237
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1243936A Expired - Fee Related JP2866968B2 (ja) | 1989-09-20 | 1989-09-20 | 核磁気共鳴画像診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2866968B2 (ja) |
-
1989
- 1989-09-20 JP JP1243936A patent/JP2866968B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH03106340A (ja) | 1991-05-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5909119A (en) | Method and apparatus for providing separate fat and water MRI images in a single acquisition scan | |
| EP1089087B1 (en) | Reduction of ghost artifacts due to a Maxwell term phase error caused by a data acquisition read gradient in MRI | |
| US5051699A (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP2755125B2 (ja) | Ｍｒイメージング装置 | |
| US5810727A (en) | Method of and device for the imaging of objects by means of magnetic resonance | |
| EP0783113B1 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| KR100413904B1 (ko) | 자기 공명 촬상용 여기 방법과 원자핵 스핀 여기 장치 및 자기 공명 촬상 장치 | |
| JPH0315455B2 (ja) | ||
| EP0955556B1 (en) | Ghost artifact reduction in fact spin echo MRI sequences | |
| US4814709A (en) | Method of selecting specific region of sample | |
| EP0527462B1 (en) | Magnetic resonance imaging method and system capable of measuring short "T2" signal components | |
| EP0864103B1 (en) | Method of and device for imaging by means of magnetic resonance | |
| JP2866968B2 (ja) | 核磁気共鳴画像診断装置 | |
| EP0910804A1 (en) | Diffusion-weighted mri method | |
| JP4795565B2 (ja) | Ｍｒデータ収集方法およびｍｒｉ装置 | |
| US4949041A (en) | Magnetic resonance imaging | |
| US5276397A (en) | Gradient magnetic field irradiation method in nuclear magnetic resonance imaging (MRI) and MRI apparatus using said method | |
| JP3720752B2 (ja) | ０次位相検出方法およびｍｒｉ装置 | |
| US20220187403A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and method of controlling the same | |
| JP4400957B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| EP0153703A2 (en) | NMR imaging apparatus | |
| JP2816862B2 (ja) | 核磁気共鳴画像診断装置 | |
| JP2884243B2 (ja) | 核磁気共鳴画像診断装置 | |
| JP2824668B2 (ja) | 核磁気共鳴画像診断装置 | |
| JP3734066B2 (ja) | 磁気共鳴撮像装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081225 Year of fee payment: 10 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |